(57)【要約】【課題】  安静時も運動時も共に血圧を測定することが可能な血圧測定方法及びその方法を用いた血圧測定装置を提供すること。特に、コロトコフ音を正確に測定した場合と同様の結果を、容易に取得することが可能な血圧測定方法及びその方法を用いた血圧測定装置を提供すること。【解決手段】  カフの内側で、かつ、人体の上腕中央内側に位置するように、歪センサを配置固定し、カフを加圧後に減圧しながら該歪センサによりカフ内側の被圧迫脈波を計測する被圧迫脈波計測工程（Ａ）と、該被圧迫脈波計測工程で計測された被圧迫脈波から周波数が１００Ｈｚ以下となる特定周波数成分の被圧迫脈波のみを抽出する、特定周波数波形抽出工程（Ｂ）と、該特定周波数成分の被圧迫脈波に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定する血圧値決定工程（Ｃ）とを有することを特徴とする血圧計測方法である。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
カフの内側で、かつ、人体の上腕中央内側に位置するように、歪センサを配置固定し、カフを加圧後に減圧しながら該歪センサによりカフ内側の被圧迫脈波を計測する被圧迫脈波計測工程と、
該被圧迫脈波計測工程で計測された被圧迫脈波から周波数が１００Ｈｚ以下となる特定周波数成分の被圧迫脈波のみを抽出する、特定周波数波形抽出工程と、
該特定周波数成分の被圧迫脈波に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定する血圧値決定工程とを有することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項２】
請求項１に記載の血圧計測方法において、該特定周波数波形抽出工程は、周波数２０〜７０Ｈｚの範囲に含まれる波形を抽出することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の血圧計測方法において、該血圧値決定工程では、該特定周波数成分の被圧迫脈波の動脈きしみ波形（Ａｃ）に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項４】
請求項３に記載の血圧計測方法において、該血圧値決定工程では、該動脈きしみ波形（Ａｃ）を、特定周波数成分の被圧迫脈波、あるいは該特定周波数成分の被圧迫脈波を１次又は２次微分して得られる微分波形の少なくとも一つに基づき同定することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項５】
請求項３又は４に記載の血圧計測方法において、該動脈きしみ波形のうち最初に検知されるものを第１動脈きしみ波形とし、該第１動脈きしみ波形時のカフ圧と、該第１動脈きしみ波形の一つ前の脈波に対応するカフ圧とにより、最高血圧値を決定することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項６】
請求項３又は４に記載の血圧計測方法において、該動脈きしみ波形のうち最後に検知されるものを最終動脈きしみ波形とし、該最終動脈きしみ波形時のカフ圧と、該最終動脈きしみ波形の次の脈波に対応するカフ圧とにより、最低血圧値を決定することを特徴とする血圧計測方法。
【請求項７】
請求項１乃至６のいずれかに記載の血圧計測方法を用いた血圧計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血圧計測方法及びその方法を用いた血圧計測装置に関し、特に、コロトコフ音による血圧測定と一致し、しかも安静時も運動時も共に血圧を測定することが可能な血圧計測方法及びその方法を用いた血圧計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在、血圧計測方法としては、コロトコフ音（Korotkoff sound）を用いた計測方法が標準となっている。カフ帯を上腕に巻付け、該カフ帯内に空気を導入して、最高血圧を超えるカフ圧で血管を圧迫する。その後、徐々にカフ内の圧力を下げながら、カフ帯装着箇所から２〜３ｃｍの距離だけ末梢側で、肘関伸展正中線稍内側に聴診器を当て、コロトコフ音を聞き取る。コロトコフ音の発生時が最高血圧であり、コロトコフ音の消滅時が最低血圧である。
【０００３】
しかしながら、生体には様々な音が発生し体内を伝搬している。また、測定環境も必ずしも静粛な環境とは限らないなど、コロトコフ音を常に正確に測定するには熟練した技術が必要であり、運動時などの動態中では熟練者でも正確な血圧測定は困難であった。
【０００４】
これに対し、本発明者は、特許文献１に示すように、カフ内側装着のセンサによる被圧迫脈波形に見られる突起波（脈波形において、先鋭な凸形と凹形な波形が生じた部分を言い、スパイク・シグナル（spike signal）とも呼ばれている。）に着目し、該突起の発生及び消失のタイミングとコロトコフ音の発生及び消失のタイミングを測定することで、最高血圧及び最低血圧を測定可能であることを示した。
【特許文献１】特許第３８４２３９０号公報
【０００５】
他方、コロトコフ音は、腕の太さ、血圧値、拍動の強弱、不整脈の有無、心不全の有無、異常血圧低下の有無などの被験者の特性や、聴診器の押圧力によっても変化するため、緻密に聴診しても、最高血圧及び最低血圧を正確に特定することは困難であった。
【０００６】
このため、本発明者は、特許文献２に示すように、生体とカフ帯との間に生体の拍動を検出するセンサーを配置し、被圧迫脈波を測定し、該被圧迫脈波に出現する突起の発生及び消失から最高血圧及び最低血圧を測定することを提示した。しかも、被圧迫脈波をより正確に測定することを可能とするため、金属薄板と、該金属薄板の一面側に取り付けられ、該金属薄板を通じて媒介伝達される拍動から圧力を検出するストレンゲージを用いることも提示した。
【特許文献２】特開２００６−２８０４８５号公報
【０００７】
被圧迫脈波は、コロトコフ音よりも個人差が少ないと言う利点はあるものの、依然として正確なきしみ波形を特定することは困難であり、特に、動態中においては、運動による筋肉や骨の振動、血流などのノイズの影響を受け、突起の判別が困難であった。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明が解決しようとする課題は、上述したような問題を解決し、安静時も運動時も共に血圧を測定することが可能な血圧計測方法及びその方法を用いた血圧計測装置を提供することである。特に、コロトコフ音を正確に測定した場合と同様の結果を、容易に取得することが可能な血圧計測方法及びその方法を用いた血圧計測装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明者は、カフ内側に配置されるコロトコフ音マイクロフォン、動脈きしみ歪センサによる測定結果の波形の相関を調べるため、コロトコフ音の音響学的周波数分析によるコロトコフ音のバンドパスフィルタ周波数帯（band pass filter）の特定、カフ内側の被圧迫脈波の振動学的周波数分析による被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯の特定を行った。
その結果、コロトコフ音は被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯特性の動脈きしみが原因となって発生するものであり、両者のスパイク・シグナル（spike signal）は時間的対応で消長が一致することを確認した。
これにより、被圧迫脈波の動脈きしみ波形（Ａｃ）から、コロトコフ音で測定した場合と同様の最高血圧及び最低血圧が容易に判別できること、しかも、動態中であっても静態時と同様に、安定な測定が可能であることを見出し、本発明を完成させたものである。
【００１０】
上記課題を解決するため、請求項１に係る発明は、カフの内側で、かつ、人体の上腕中央内側に位置するように、歪センサを配置固定し、カフを加圧後に減圧しながら該歪センサによりカフ内側の被圧迫脈波を計測する被圧迫脈波計測工程と、該被圧迫脈波計測工程で計測された被圧迫脈波から周波数が１００Ｈｚ以下となる特定周波数成分の被圧迫脈波のみを抽出する、特定周波数波形抽出工程と、該特定周波数成分の被圧迫脈波に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定する血圧値決定工程とを有することを特徴とする血圧計測方法である。
【００１１】
請求項２に係る発明は、請求項１に記載の血圧計測方法において、該特定周波数波形抽出工程は、周波数２０〜７０Ｈｚの範囲に含まれる波形を抽出することを特徴とする。
【００１２】
請求項３に係る発明は、請求項１又は２に記載の血圧計測方法において、該血圧値決定工程では、該特定周波数成分の被圧迫脈波の動脈きしみ波形（Ａｃ）に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定することを特徴とする。
【００１３】
請求項４に係る発明は、請求項３に記載の血圧計測方法において、該血圧値決定工程では、該動脈きしみ波形（Ａｃ）を、特定周波数成分の被圧迫脈波、あるいは該特定周波数成分の被圧迫脈波を、１次又は２次微分して得られる微分波形の少なくとも一つに基づき同定することを特徴とする。
【００１４】
請求項５に係る発明は、請求項３又は４に記載の血圧計測方法において、該動脈きしみ波形のうち最初に検知されるものを第１動脈きしみ波形とし、該第１動脈きしみ波形時のカフ圧と、該第１動脈きしみ波形の一つ前の脈波に対応するカフ圧の中間値を、最高血圧値と決定することを特徴とする。
【００１５】
請求項６に係る発明は、請求項３又は４に記載の血圧計測方法において、該動脈きしみ波形のうち最後に検知されるものを最終動脈きしみ波形とし、該最終動脈きしみ波形時のカフ圧と、該最終動脈きしみ波形の次の脈波に対応するカフ圧の中間値を、最低血圧値と決定することを特徴とする。
【００１６】
請求項７に係る発明は、請求項１乃至６のいずれかに記載の血圧計測方法を用いた血圧計測装置である。
【発明の効果】
【００１７】
請求項１に係る発明により、カフ内側の被圧迫脈波から周波数が１００Ｈｚ以下となる特定周波数成分の被圧迫脈波のみを抽出することにより、ノイズなしか極めて少ない被圧迫脈波の動脈きしみ波形を得ることができ、この特定周波数成分の被圧迫脈波に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定することで、コロトコフ音を用いて測定した場合と同じ最高血圧値又は最低血圧値血を得ることが可能となる。
しかも、本発明の血圧測定方法では、コロトコフ音による測定では不可能であった動態中の血圧測定が、静態時と同様に正確に行うことが可能となる。
【００１８】
請求項２に係る発明により、特定周波数波形抽出工程は、周波数２０〜７０Ｈｚの範囲に含まれる波形を抽出するため、被圧迫脈波の内、コロトコフ音と消長が一致する動脈きしみ波形の特定が可能となる。つまり、コロトコフ音に対応する被圧迫脈波の振動源は、血管の軋みにあると想定され、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯が周波数２０〜７０Ｈｚの範囲にあることを特定することにより、動脈きしみ波形にとってノイズとなる、運動時などの骨や筋肉の振動、血流音など、血管の軋み以外の生体内に発生しているノイズの多くを効果的に排除し、例えば、動態中での血圧計測も可能としている。
【００１９】
請求項３に係る発明により、血圧値決定工程では、特定周波数成分の被圧迫脈波の動脈きしみ波形（Ａｃ）に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定するため、コロトコフ音で測定した場合と同様に、最高血圧及び最低血圧が容易に判別することが可能となる。また、コロトコフ音による測定方法では困難であった、動態中の最高血圧及び最低血圧の測定に対しても、静態時と同様に正確な測定が可能となる。
【００２０】
請求項４に係る発明により、血圧値決定工程では、動脈きしみ波形（Ａｃ）を、特定周波数成分の被圧迫脈波、あるいは該特定周波数成分の被圧迫脈波を１次又は２次微分して得られる微分波形の少なくとも一つに基づき同定するため、コロトコフ音に対応する被圧迫脈波である動脈きしみ波形（Ａｃ）、特に、動脈きしみ波形におけるバンドパスフィルタ周波数帯のスパイク・シグナルを正確に特定でき、最高血圧値及び最低血圧値の正確な測定が可能となる。特に、被圧迫脈波の微分波形は、動脈きしみ波形のような急激な変動を、顕在化させることが可能であり、該微分波形を用いることで、より正確な動脈きしみ波形の測定ができる。
【００２１】
請求項５に係る発明により、動脈きしみ波形のうち最初に検知されるものを第１動脈きしみ波形とし、該第１動脈きしみ波形時のカフ圧と、該第１動脈きしみ波形の一つ前の脈波に対応するカフ圧とにより、最高血圧値を決定するため、コロトコフ音を用いて計測した場合の最高血圧値と一致する血圧計測が可能となる。
【００２２】
請求項６に係る発明により、動脈きしみ波形のうち最後に検知されるものを最終動脈きしみ波形とし、該最終動脈きしみ波形時のカフ圧と、該最終動脈きしみ波形の次の脈波に対応するカフ圧とにより、最低血圧値を決定するため、コロトコフ音を用いて計測した場合の最低血圧値と一致する血圧計測が可能となる。
【００２３】
請求項７に係る発明により、請求項１乃至５のいずれかに記載の血圧計測方法を用いた血圧計測装置であるため、上述した請求項１乃至５の血圧計測方法の利便性を備えた血圧計測装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
以下、本発明を好適例を用いて詳細に説明する。
図１は、本発明に係る血圧計測方法の概略を示すフロー図である。
本発明に係る血圧計測方法は、まず、生体の動脈を圧迫する圧力を連続的に変化させながら被圧迫脈波を計測する。具体的には、カフの内側で、かつ、人体の上腕中央内側に位置するように、歪センサを配置固定し、カフを加圧後に減圧しながら該歪センサによりカフ内側の被圧迫脈波を計測する。このような被圧迫脈波を計測する工程を、本発明では被圧迫脈波計測工程（Ａ）という。
【００２５】
次に、被圧迫脈波計測工程で計測された被圧迫脈波から、コロトコフ音に対応する被圧迫脈波の動脈きしみ波形を特定するため、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯を抽出する。具体的には、周波数が１００Ｈｚ以下となる特定周波数成分の被圧迫脈波のみを抽出する（特定周波数波形抽出工程（Ｂ））。さらに、特定周波数波形抽出工程（Ｂ）における特定周波数成分の被圧迫脈波に基づき、人体の最高血圧値又は最低血圧値を決定する（血圧値決定工程（Ｃ））。
このように、本発明の血圧計測方法は、被圧迫脈波計測工程（Ａ）、特定周波数波形抽出工程（Ｂ）、さらに、血圧値決定工程（Ｃ）を有することを特徴とする血圧計測方法である。
【００２６】
被圧迫脈波計測工程（Ａ）における被圧迫脈波の計測は、圧迫手段であるカフと人体との間に配置された歪センサで計測される。歪センサについては、先に示した特許文献２にも開示されているストレンゲージが好適に利用可能である。しかも、ストレンゲージを利用することにより、生体外のノイズ音などの影響を排除し、生体を伝搬する振動、特に血管の軋みに関連する振動を、一層正確に検出することが可能となる。
【００２７】
特定周波数波形抽出工程（Ｂ）とは、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯の特定工程とも言える。
本発明における「バンドパスフィルタ周波数帯」とは、各波形の動脈ひずみ波形に起因する周波数成分を抽出した波形を意味し、コロトコフ音については、音響学的周波数分析を行った結果、５００Ｈｚ以下、特に５０〜４５０Ｈｚ（５０〜２７０Ｈｚ、２７０〜４５０Ｈｚ）の範囲に、バンドパスフィルタ周波数帯が存在する。
また、被圧迫脈波については、振動学的周波数分析を行った結果、１００Ｈｚ以下、より好ましくは２０〜７０Ｈｚの範囲にバンドパスフィルタ周波数帯が存在する。
【００２８】
コロトコフ音の波形は、カフ圧が高圧から低圧に連続して変化していく過程における振動強度の経時的な変化により、Ｓｗａn（Ｉ）点から（Ｖ）点まで５つに分類され、最高血圧はＳｗａｎ（Ｉ）点となり、最低血圧はＳｗａｎ（ＩＶ）点となる。
【００２９】
図２〜４は、カフ圧が高圧から低圧に変化する過程で、Ｓｗａｎ（Ｉ）から（Ｖ）及びその前後の脈波の一部について、コロトコフ音（Korotokoff sound）及び被圧迫脈波（Oppressed Pulse Wave）の周波数スペクトルを示したものである。特に、図２はＳｗａｎ（Ｉ）の直前の段階の脈波（Ｓｗａｎ（０））、図３はＳｗａｎ（Ｉ）、そして、図４はＳｗａｎ（ＩＶ）の状態を表示している。
なお、各グラフの太い線は、各段階における測定波形を示すが、図３及び図４における細い線は、図２の波形、つまり、動脈ひずみ波形ではないバックグラウンド（ノイズ）を示すものである。
【００３０】
図５は、複数の被験者について、図２〜３に示すようなＳｗａｎ（０）〜Ｓｗａｎ（Ｖ）の各段階において周波数スペクトルを測定し、それを分析した結果から得られたコロトコフ音を特徴づける周波数の分布範囲と、被圧迫脈波の動脈きしみ波形を特徴づける周波数の分布範囲を示している。特に、Ｓｗａｎ（０）点（Ｓｗａｎ（Ｉ）の前段階）から（Ｖ）点までの間に、各波形の周波数の分布範囲がどのように変化するかを、参考までに示したものである。コロトコフ音の分布はＳｗａnの各点毎に分散しており、（III）点では、４つの周波数領域の周波数の音が複合して発生していることが理解される。このため、コロトコフ音聴診法を用いて血圧測定することが熟練を要することが容易に理解される。
【００３１】
これに対し、被圧迫脈波は１００Ｈｚ以下の周波数の範囲で変化しており、この特定周波数成分の被圧迫脈波を計測することにより、コロトコフ音に対応したＳｗａn（Ｉ）点から（Ｖ）点まで、特に、（０）点と（Ｉ）点，（ＩＶ）点と（Ｖ）点を正確に判別測定することが可能となる。
【００３２】
次に、本発明の血圧計測方法における血圧値決定工程について説明する。
最高血圧値及び最低血圧値を決定する際に重要なポイントは、コロトコフ音の発生原因である動脈のきしみ（波形）を被圧迫脈波、特に、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯からどのように特定するかである。
【００３３】
図６〜８は、カフ加圧後減圧過程で記録されたに任意の安静時症例のチャート（chart）を示し、次の７チャンネルを表示している。
（１）Ａｃ：被圧迫脈波
（２）Ａｃｌ：被圧迫脈波から２０〜７０Ｈｚの全周波数成分を抽出したもの
（３）Ａｃｈ：被圧迫脈波から４５〜６５Ｈｚの高周波数成分を抽出したもの
（４）Ｋｓ：コロトコフ音
（５）Ｋｓｌ：コロトコフ音から５０〜２７０Ｈｚの全周波数成分を抽出したもの
（６）Ｋｓｈ：コロトコフ音から２７０〜５００Ｈｚの高周波数成分を抽出したもの
（７）Ｃｐ：カフ圧（圧力値はグラフの上部に数値ｍｍＨｇで表示している）
【００３４】
図６、ではカフ圧１３９ｍｍＨｇの時点で、Ａｃ（１段目）、Ａｃｌ（２段目）及びＡｃｈ（６段目）に、最初の先鋭凹凸スパイク（first pointed concave, convex spike）、所謂、動脈ひずみ波形が出現している。そして、約８０ｍｓ遅れて、Ｋｓ（３段目）、Ｋｓｌ（４段目）、及びＫｓｈ（５段目）にも、最初の先鋭凹凸スパイクが出現している。
【００３５】
図６〜８の波形の推移から、被圧迫脈波の動脈きしみ波形（Ａｃ）とコロトコフ音（Ｋｓ）との消長は完全に一致することが理解される。
また、最高血圧値（Ｐｓ）は、図６に示すように、動脈きしみ波形（Ａｃ）のうち最初に検知されるものを第１動脈きしみ波形（firstAcI，Ｓｗａｎ（Ｉ）に該当する。）とし、該第１動脈きしみ波形時のカフ圧１３９ｍｍＨｇと、該第１動脈きしみ波形の一つ前の脈波（preAcI，Ｓｗａｎ（０）に該当する。）に対応するカフ圧１４５ｍｍＨｇとにより決定される。
理論的に両者の中間値が採用でき、この場合は１４１ｍｍＨｇとなる。
【００３６】
最低血圧値（Ｐｄ）は、図８に示すように、動脈きしみ波形（Ａｃ）のうち最後に検知されるものを最終動脈きしみ波形（lastAcIV，Ｓｗａｎ（ＩＶ）に該当する。）とし、該最終動脈きしみ波形時のカフ圧９３ｍｍＨｇと、該最終動脈きしみ波形の次の脈波（postAcIV，Ｓｗａｎ（Ｖ）に該当する。）に対応するカフ圧９０ｍｍＨｇとにより決定される。
最低血圧値についても、最高血圧値と同様に理論的に両者の中間値を採用することができ、この場合は９１ｍｍＨｇと判断される。
【００３７】
図６又は図８の波形の推移が示すように、コロトコフ音（Ｋｓ）が測定される前後で、既に、被圧迫脈波（Ａｃ）には動脈きしみ波形が観測されていることから、被圧迫脈波の方がコロトコフ音よりも、より感度良く動脈きしみ波形を特定できることが理解される。しかも、被圧迫脈波（Ａｃ）の特定周波数成分である２０〜７０Ｈｚの周波数成分を抽出した波形（Ａｃｌ）は、動脈きしみ波形の発生開始から終了まで、全体的には効率良く棒脈きしみ波形の抽出が出来ている。また、被圧迫脈波から４５〜６５Ｈｚの周波数成分を抽出した波形（Ａｃｈ）は、コロトコフ音が観測される範囲の動脈きしみ波形は同様に観測できているが、特に、途中の段階（Ｓｗａｎ（II）〜（III）又は（ＩＶ）の範囲）では、Ａｃｌ波形よりもＡｃｈはより特徴的に動脈きしみ波形を観測できていることが、容易に理解される。
【００３８】
次に、血圧値決定工程で動脈きしみ波形（Ａｃ）バンドパスフィルタ周波数帯を１次又は２次微分して得られる微分波形に基づき、動脈きしみ波形を同定する方法について説明する。
図９〜１１には、安静時について被圧迫脈波（Ａｃ）を１段目に、被圧迫脈波（Ａｃ）から２０〜７０Ｈｚの周波数成分を抽出した波形（Ａｃｌ）を４段目に表示している。２段目はＡｃｌを一次微分した一次微分脈波（Acldf1）、３段目はＡｃｌを二次微分した二次微分脈波（Acldf2）を示している。
【００３９】
このようにＡｃｌを微分する理由は、動脈ひずみ脈波である先鋭凹凸スパイク（pointed concave and convex spike）の特性をより鮮明化し、個体による記録不良波形や、運動負荷時などのノイズ混入時においても、動脈ひずみ波形を正確に特定することを可能としたものである。
【００４０】
図９〜１１に示すグラフの５〜９段目の５種類の矩形波形は、動脈ひずみ脈波を特定するための論理（logic）を示すものである。特に、「logic構築」と表示されている５〜７段目は、論理を構成するために必要な情報を提供するものである。具体的には、５段目は、被圧迫脈波（Ａｃ）の特定周波数成分を抽出した波形（Ａｃｌ）の振幅値が所定レベルを超えているか否かを論理判定した結果を示している。６段目は、一次微分脈波（Acldf1）の振幅値が所定レベルを超えているか否かを論理判定した結果を示している。そして、７段目は、二次微分脈波（Acldf2）の振幅値が所定レベルを超えているか否かを論理判定した結果を示している。
【００４１】
８〜９段目は、最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）を特定する論理診断結果を示したものである。これらは、５〜７段目のlogic構築で表示された情報を元に、論理判断された結果を示すものである。すなわち、フーリエ解析による当該Acl微分波形の周波数分布強度積分量が同様に解析され、Swan(0)点、Swan（IV)点の同様積分量と推計学的に異質であることの証明がなされた時、論理診断がなされる。
【００４２】
図９の、論理（logic）診断（８〜９段目）の結果により、第１動脈きしみ波形時のカフ圧を１３９ｍｍＨｇと診断しており、また、図１１により、最終動脈きしみ波形時のカフ圧を９３ｍｍＨｇと診断していることが理解される。
このように、本発明の血圧計測方法を用いることにより、最高又は最低血圧値を正確に論理診断することが可能となる。
【００４３】
次に、動態中の血圧値を測定するため、無端ベルト（treadmill）装置上で被験者に歩行から疾走運動（時速３，５，７，及び９（ｋｍ／ｈ））をさせ、被圧迫脈波を測定した。その測定した被圧迫脈波に基き、図９〜１１で示したものと同様に、論理診断を行なった。図１２〜１３は、時速７（ｋｍ／ｈ）の負荷を与えた場合の測定結果及び論理診断結果を示している。これにより、第１動脈きしみ波形時のカフ圧を１６３ｍｍＨｇと診断し、また、最終動脈きしみ波形時のカフ圧を１００ｍｍＨｇと診断していることが理解される。カフ圧は減圧中、脈動流下のため圧上下のゆらぎがあり、かつ下降している。この間のカフ圧のふるまいを時系列的にメモリーし、spike signalのカフ圧を読み取るソフトプログラムが内蔵されている。
この測定結果により、時速７ｋｍ／ｈの動態中の最高血圧値は１７４ｍｍＨｇ、最低血圧値９７ｍｍＨｇと判定される。
【００４４】
次に、安静時コロトコフ音（Ｋｓ）による最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）の測定値（Ｋｓ診断）、被圧迫脈波（Ａｃ）による最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）の測定、（Ａｃ診断）、並びに上述した論理（logic）診断による最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）の測定結果（logic診断）とを、相互に比較し、同一性を評価した。
【００４５】
被験対象の延べ総数は、年齢２０才代〜７０才代の１４６例であり、その内、安静時６０例、運動負荷時８６例を用いた。
安静時では、Ｋｓ診断とＡｃ診断との対比結果を図１４に、Ｋｓ診断とlogic診断との対比結果を図１５に、さらに、logic診断とＡｃ診断との対比結果を図１６に、各々示す。
【００４６】
最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）を合わせた各対比結果の相関係数ｒは、図１４がｒ＝０．９９４、図１５がｒ＝０．９９１、及び図１６がｒ＝０．９９３となり、Ｋｓ（コロトコフ音）とＡｃ（被圧迫脈波，特に、動脈きしみ波形）及びlogic診断（自動診断）は推計学的にほぼ完全一致した。
【００４７】
また、運動負荷時については、上述した無端ベルト（treadmill）装置を用いた歩行から疾走運動（時速３，５，７，及び９（ｋｍ／ｈ））までをおこなった対象総数８６例の結果に基いた、logic診断とＡｃ診断との対比結果を図１７に示す。
【００４８】
最高血圧値（Ｐｓ）及び最低血圧値（Ｐｄ）を合わせた対比結果の相関係数ｒは、ｒ＝０．９９５となり、３〜９ｋｍ／ｈに渡る無端ベルトによる運動負荷において、Ａｃ（被圧迫脈波，特に、動脈きしみ波形）とlogic診断(自動診断）は推計学的にほぼ完全一致した。
【００４９】
次に、本発明の血圧計測方法を利用した血圧計測装置について説明する。
図１８は、血圧測定装置の概略を示すブロック図であり、歪センサである圧力センサー１が検出する被圧迫脈波の波形信号ａが制御回路４に入力される。
【００５０】
制御回路４は、カフ帯２に接続されるポンプ等の加減圧手段３を駆動制御ｃし、空気ｄをカフ帯２に導入または導出して、カフ帯２の圧力を変化させる。
カフ帯２の圧力を検出するセンサーが別途設けられ、カフ帯２の圧力を計測した信号ｂが制御回路４に入力される。
【００５１】
圧力センサー１は、上腕に巻きつけられたカフ帯２の内側で、上腕中央内側に配置され、生体の血管が圧迫により軋む振動などを観測している。
圧力センサー１からの波形は被圧迫脈波であり、制御回路４では、当該被圧迫脈波から周波数１００Ｈｚ以下（又は２０〜７０Ｈｚの範囲）の特定周波数成分が抽出される。
【００５２】
制御回路からは、抽出された周波数成分の波形（被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯）が出力される。また、制御回路では、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯に基づき、上述した血圧値決定工程の最高血圧値又は最低血圧値の判別方法を利用して、所定の血圧値が決定される。血圧値の決定に際して、必要なカフ圧を示す信号ｂが取得される。
【００５３】
制御回路４からは、圧力センサー１の生データやカフ帯２の圧力計測データ、さらには、被圧迫脈波のバンドパスフィルタ周波数帯や、周波数解析した周波数分布データなど各種データｅを出力でき、ディスプレイやプリンタなどの表示出力手段に出力したり、別のコンピュータ等に送信し、種々の解析に利用することもできる。また、制御回路４内で自動的に最高血圧値や最低血圧値を決定し、その数値のみを出力信号ｅとして出力するとも可能である。
【産業上の利用可能性】
【００５４】
以上のように、本発明によれば、安静時も運動時も共に血圧を測定することが可能な血圧測定方法及びその方法を用いた血圧測定装置を提供することができる。特に、コロトコフ音を正確に測定した場合と同様の結果を、容易に取得することが可能な血圧測定方法及びその方法を用いた血圧測定装置を提供することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】本発明の血圧測定方法のフロー図を示す。
【図２】Ｓｗａｎ（０）におけるコロトコフ音（Korotokov sound）及び被圧迫脈波（Oppressed Pulse Wave）の周波数スペクトルを示すグラフである。
【図３】Ｓｗａｎ（Ｉ）におけるコロトコフ音及び被圧迫脈波の周波数スペクトルを示すグラフである。
【図４】Ｓｗａｎ（ＩＶ）におけるコロトコフ音及び被圧迫脈波の周波数スペクトルを示すグラフである。
【図５】コロトコフ音と被圧迫脈波のスペクトル分析範囲を示す図である。
【図６】被圧迫脈波（Ａｃ）とコロトコフ音（Ｋｓ）のカフ加圧後減圧過程における変化を示すグラフ（その１）である。
【図７】被圧迫脈波（Ａｃ）とコロトコフ音（Ｋｓ）のカフ加圧後減圧過程における変化を示すグラフ（その２）である。
【図８】被圧迫脈波（Ａｃ）とコロトコフ音（Ｋｓ）のカフ加圧後減圧過程における変化を示すグラフ（その３）である。
【図９】被圧迫脈波（Ａｃ）とその微分波形、並びに論理（logic）診断を示すグラフ（その1）である。
【図１０】被圧迫脈波（Ａｃ）とその微分波形、並びに論理（logic）診断を示すグラフ（その２）である。
【図１１】被圧迫脈波（Ａｃ）とその微分波形、並びに論理（logic）診断を示すグラフ（その３）である。
【図１２】動態中における被圧迫脈波（Ａｃ）とその微分波形、並びに論理（logic）診断を示すグラフ（その１）である。
【図１３】動態中における被圧迫脈波（Ａｃ）とその微分波形、並びに論理（logic）診断を示すグラフ（その２）である。
【図１４】安静時における、Ｋｓ診断とＡｃ診断との対比結果を示すグラフである。
【図１５】安静時における、Ｋｓ診断とlogic診断との対比結果を示すグラフである。
【図１６】安静時における、logic診断とＡｃ診断との対比結果を示すグラフである。
【図１７】動態中における、logic診断とＡｃ診断との対比結果を示すグラフである。
【図１８】本発明の血圧測定装置の概略を示すブロック図である。
【符号の説明】
【００５６】
１  圧力センサー
２  カフ帯
３  加減圧手段
４  制御回路
５  表示出力手段
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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